JP2014511713A - かん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化 - Google Patents
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Abstract
本発明はｘ線画像技術及び画像後処理に関する。特に、本発明は異なる収集及び異なる患者の両方に関して、画像データの好適な比較を可能にするためにかん流画像データを絶対的に若しくは相対的に正規化することによる、ｘ線画像装置によって収集されるかん流画像データの後処理に関連する。かん流画像データの正規化を可能にするために、冠動脈内にとどまる、注入された造影剤の量を知ることが望ましい。その後、画像パラメータがかん流画像データの正規化のために冠動脈内の造影剤の既知の量に基づいて適応若しくは正規化され得る。注入された造影剤の正確な量を得るために、血管の規定領域若しくは区分を通って流れる造影剤の注入された体積が推定され得る。従ってこの造影剤の注入された体積はこの位置における総体積流量の推定から推測され得る。従って、血管における総体積流量若しくは造影剤の量を決定するステップ２０及び決定された総体積流量若しくは造影剤の量に基づいてかん流データを正規化するステップ３４を有するかん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法１０が提供される。
Description
本発明はｘ線画像技術及び画像後処理に関する。
特に、本発明はかん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法と装置、コンピュータ可読媒体、プログラム要素並びに処理装置に関する。
具体的に、本発明は、異なる収集及び異なる患者の両方に関して、画像データの好適な比較を可能にするためにかん流画像データを絶対的に若しくは相対的に正規化することによる、ｘ線画像装置によって収集されるかん流画像データの後処理に関する。
今日、一般的な外科手術はいわゆる経皮冠動脈インターベンションすなわちＰＣＩである。このインターベンション中、カテーテルが挿入部位において患者の血管系に挿入される。カテーテルは各々大血管内を、治療を要する特定血管構造へと進められる。
その後カテーテルを介して造影剤が注入され、造影剤で満たされているときの血管構造を示す血管造影画像シーケンスを収集するためにｘ線画像装置が利用される。
通常は、例えばＣアームｘ線画像装置によって二次元画像データが得られる。他の実施形態において、三次元血管構造を得るために三次元医用画像モダリティも利用され得る。
そのようにして得られた血管造影画像データは医師に提供され、その後インターベンション手順の計画のために利用される。しかしながら、冠動脈造影図データだけでなく、心筋かん流に関する情報もまた医師にとって関心がある。
ここで、かん流とはリンパ系若しくは血管を通って臓器若しくは組織に至るまで及びその中へ入る流体の通過と定義される。従ってかん流スキャンとは、かん流が観察され、記録され、定量化されることができる処理である。
例えば、重い心疾患患者は通常は心臓カテーテル法を受ける。こうした手順の過程では、冠動脈狭窄の程度及び／又は動脈瘤サイズが決定され得る。
しかしながら、心筋かん流に関する情報は冠動脈造影図によって提供される冠動脈形状のみからは得られない可能性がある。これは例えば一旦狭窄が生じると、残りの正常な冠動脈血管構造が虚血筋に血液を与え始め、冠動脈形状と心筋かん流の間に関係がほとんどないという結果をもたらすためであり得る。
冠動脈造影画像データの収集中、心筋かん流画像データも取得され得る。
心筋かん流画像データの可視性を改善するために、例えばバックグラウンド特徴、又は冠動脈造影図若しくは心筋かん流データそれ自体のいずれにも属さない画像部分が収集画像から減算され、例えば除去され、そうして注入された冠動脈と心筋かん流のみが見える画像をもたらし得る。
こうしたプロセスはＤＳＡプロセスとして当技術分野で周知である。例えば、患者の心臓を検査するために、１心臓サイクルに対応するマスク画像が造影剤の注入前に収集され、その後冠動脈造影図中に収集される画像データから減算され得る。この減算は同じ心拍フェーズに関連するマスク画像と造影画像の間で実行され、それによって減算画像から心拍に起因する画像成分を除去する。
ＵＳ２００４／００８２８４６ Ａ１は選択領域における造影剤の密度を推定するためのボリュメトリック心臓コンピュータ断層撮影スキャンのための方法と装置を記載する。
本発明の一つの目的はかん流画像データを分析し、解釈し、定量化するための好適な手段を提供することに見られ得る。
この目的は独立請求項の主題によって達成され得る。本発明の好適な実施形態は従属請求項に記載される。
例えばステント留置術の前後の心臓血管造影法における心筋かん流画像データの比較若しくは定量化は、冠動脈に注入される造影剤の量を制御することが難しいため、複雑であるとみなされ得る。特に冠動脈から大動脈に戻る造影剤の逆流漏れは無視できない可能性がある。
大動脈へ送り込まれる大量の血液は実に圧力差を生じ、これは注入カテーテルを介して対応する冠動脈口を通って注入された造影剤の一部を吸い上げて大動脈へ戻す傾向がある。この自然現象は異なる画像収集若しくは異なる患者に関する心筋内のかん流画像データの意味ある比較又はさらに定量化を可能にするために説明されなければならない。
例えば量、希釈速度及び注入速度が制御されるＥＣＧゲート注入など、造影剤注入中のさらなる手段が知られているが、大動脈への造影剤逆流の影響はやはり考慮されなければならない可能性がある。かん流状況を比較する際、画像情報の考慮されるグレーレベルスケーリングにおけるわずかな変更でさえ、状況評価における大きな違いをもたらし得る。
これは例えばステント留置術の前後、冠動脈構造が変化しているかん流状況を比較するとき、変化した冠動脈血管構造が原因で大いに異なるかん流パラメータに起因して、さらにより当てはまり得る。
本発明の態様、特徴、及び利点は、以下の図面を参照して説明される、以下に記載の好適な実施形態の詳細な説明からさらに導き出され得る。
同様の要素は同様の参照数字であらわされ得る。
図面は正確な縮尺ではないが、定性的な比率を描き得る。
かん流画像データの正規化を可能にするために、冠動脈内にとどまる、注入された造影剤の量を知ることが望ましい可能性がある。その後、画像パラメータがかん流画像データの正規化のために冠動脈内の造影剤の既知の量に基づいて適応され得る。
注入された造影剤の正確な量を得るために、血管の規定領域若しくは区分を通って流れる造影剤の注入された体積が推定され得る。従ってこの造影剤の注入された体積はこの位置における総体積流量の推定から推測され得る。
例えば血管造影術中、注入カテーテルの先端がライブ収集されたｘ線画像上で追跡され得る。注入カテーテルの先端はその後造影剤の注入のために冠動脈の中に導入され得る。注入カテーテルの先端はその後、実質的に分岐のない、例えば明確な幾何学的構造を持つ単一血管として具体化される、各冠動脈の部分に配置され得る。この冠動脈の部分はその後主コレクタ（ｍａｉｎ ｃｏｌｌｅｃｔｏｒ）と称され、そして造影剤が注入される冠動脈内の区分若しくは領域を例示する。
通常、カテーテル先端は、各冠動脈口の近くに配置されている主コレクタにおいても造影剤の注入が起こるように、冠動脈口をはるかに超えて冠動脈の中へは導入されない。
冠動脈の中に造影剤を注入するとき、造影剤の大部分は心筋組織構造へ向かって冠動脈を通って流れるが、少量であるが無視できない量の造影剤が逆流効果のために大動脈へ戻って漏出していると考えられ得る。従って正規化かん流画像データを正確に得るために、各冠動脈内にとどまっている、従って心筋かん流画像データの収集に寄与する、主コレクタを通って流れている造影剤の部分若しくは量を正確に知る若しくは推定することが必要である。
大動脈内のかなりの血流のために、大動脈へ戻って漏れている造影剤の部分は局所かん流画像に全く寄与せず、従って完全に無視できる。
造影時の注入量はある程度正確にわかるかもしれないが、上述の大動脈逆流は造影剤量の更新された決定を要する。
主コレクタを通って流れる造影剤の正確な量を得るために、本発明は主コレクタを通って流れる造影剤の積分体積を推定することを提案する。おそらく乗算項に至るまでのこの推定は、その後全画像実行にわたってかん流画像データを正規化するために使用され、かん流画像データの正確な定量化若しくは比較を可能にし得る。
血管構造の幾何学的パラメータがわかる場合、絶対値が得られ、絶対的正規化を可能にし得る。血管構造が正確にわからない場合、少なくとも造影剤の相対値が得られ、少なくとも相対的正規化を可能にし得る。
しかしながら、同じ患者ではいかなる乗算項も個々の収集手順の各々において同じように存在し、従って異なる画像収集に関してそれ自体を相殺してしまう可能性があるので、異なる患者を比較するときのみ、絶対値が必要とされ得る。
提案される方法は、特に逆流現象のために可変量の造影剤が実際には心筋を通って流れる場合であっても、比較可能な結果を得ることを可能にする。
しかしながら、造影剤を注入カテーテルの先端を介して冠状血管に投与するときは、ＥＣＧトリガ及び制御された注入がやはり考慮され得る。
主コレクタを通って流れる造影剤の注入体積の推定は、この位置における総体積流量の推定から推測され得る。
かん流比較の二段階の間の別の考えられる相違は、これらの段階中に起こる異なる血流速度から生じ得る。例えば、冠動脈修復（ステント留置）の前後、血流は狭窄位置における変化した血管形状のために異なり得る。ここで、かん流は混濁形成（ｏｐａｃｉｆｉｃａｔｉｏｎ）を通して観察されるので、そして高い血流は高い希釈のために低い混濁形成を意味するので、流量の相違はかん流評価の相違につながり得る可能性がある。同じことは造影剤が異なる速度で注入される場合に当てはまる。しかし両方の場合において、主コレクタにおいて時間に沿って血液体積流量を測定することは二つの状況の正規化を可能にする。
画像収集手順中の少しの配慮が、その後の正規化手順にとって有益になり得る。
主コレクタを通って流れる造影剤の注入体積の推定に基づく正規化は、上記の異なる造影剤体積若しくは造影剤量から生じる画像データにおける差異の相殺を可能にし得るが、これはｘ線画像システムの収集パラメータを異なる画像収集手順間で、及び場合によっては異なる患者間でも厳密に一致するように制御するためにも有益であり得る。言い換えれば、特定の収集設定がかん流定量化及び／又は比較にとって有用であり得る。例えば、少なくとも正確なデジタル減算画像結果を得るために、画像収集システムの連続自動線量制御のスイッチを切ることが有益であり得る。
また、例えばステント留置前／後比較のために異なるかん流データセットの収集中にｘ線画像システムの同じ若しくは比較可能なシステム設定若しくは画像収集パラメータを利用することが有益であり得る。
さらに、その後の造影剤体積推定の適切な基準を提供するために、主コレクタへの造影剤の注入手順は微細なかん流分析を可能にするために正確に制御され得る。このような制御された注入は特定心臓サイクルで、若しくはそれに依存して注入をトリガすること、すなわちＥＣＧトリガ、さらに注入量、希釈、若しくは総血管体積対造影剤体積の比、並びに注入速度を制御することを含み得る。
かん流画像データの意味ある結果を得るために、その後のかん流画像データを伴う冠動脈造影画像データのみが残るように、上述のマスキングが必要になり得る。言い換えれば、注入血管造影図であり得る入力データは、マスキング目的のために使用され得る注入前フェーズ、及び本質的（ｐｅｒ ｓｅ）注入フェーズを含むべきである。
注入前フェーズ中、ＥＣＧトリガ若しくはＥＣＧ依存画像が収集されていてもよく、これらはその後取得かん流画像データにおける非関連組織構造のマスキング目的のために利用される。両フェーズ、注入前フェーズと本質的注入フェーズは、当技術分野で周知であるその後の心臓ＤＳＡプロセスに適合するものとする。
主コレクタにおける造影剤の好適な投与のために、カテーテル先端若しくは注入先端が例えばライブｘ線画像によって、正確に位置付けられるまで入力シーケンスに沿って追跡され得る。注入先端追跡プロセスは既知の画像処理セグメンテーション及び追跡ツールを利用することによって支援され得る。注入先端のよく識別可能な特徴、例えば既知の区分の造影チューブは、このオプションステップを容易にし、これは主に主コレクタ追跡を促進し得る。
ここで、主血管コレクタ、注入先端の出力に位置する、冠動脈口直後の血管の区分若しくは領域が追跡される。主血管コレクタのために、短いセグメントのみが必要であり得る。この血管セグメントはかなり大きな分岐を含まないものとする。冠動脈に関して、左冠動脈枝の場合、コレクタは"左主（ｌｅｆｔ ｍａｉｎ）"として知られるものであり得る。右冠動脈枝の場合、主血管コレクタは例えば大動脈から出てくる血管断端（ｖｅｓｓｅｌ ｓｔｕｍｐ）であり得る。
このステップは、主コレクタが注入カテーテルと一直線になっているとみなされ得るので、注入先端追跡ステップの結果によって大きく促進され得る。
神経学インターベンションは本発明が適用され得る別の状況である。かん流は造影剤注入後に脳において評価される。再度、注入点において、若しくは局所観察領域への上流の任意の点において、時間に沿って血液体積流量を測定することが、適切なかん流比較のために必要であり得る。同じ原理を典型的にはフローダイバータ（ｆｌｏｗ‐ｄｉｖｅｒｔｅｒ）移植の前後に動脈瘤内の造影剤活性の測定を正規化するために適用することもできる。動脈瘤腔（ａｎｅｕｒｙｓｍ ｃａｖｉｔｙ）における造影剤活性は正確にはかん流効果ではないが、幅広い観点から、同じ原理が適用され得る。供給点より遠位の領域内の造影剤混濁形成の研究にかん流概念を拡張してもよい。
画像収集手順におけるこの点において、注入前フェーズ画像が、特にＥＣＧ依存画像が収集されていてもよい。ここで、造影剤の注入が開始され得る。
造影剤の注入後に収集される血管造影画像はいわゆる心臓ＤＳＡプロセスにおいて処理され得る。このステップにおいて、心臓ＤＳＡが得られる。この心臓ＤＳＡプロセスは現在の注入フレーム若しくは画像の各々に対し、注入前フェーズ画像から非注入フレームを発見することを意味するものとみなされ、これはバックグラウンド画像情報を除去するように減算し、造影剤寄与のみを残すために利用され得る。心臓以外の場合、例えば神経学において、ＤＳＡは単純に造影剤なしの画像（マスク）と現在造影剤が注入された画像系列との間の単なる減算を意味することが多い。非注入画像はバックグラウンド画像信号の好適な減産及び除去のための可能な動き補正のために幾何学的に歪曲される必要があり得る。従って場合により、各冠動脈における造影剤寄与に加えてＤＳＡ処理された画像において動きに起因するアーチファクトが残り得る。
次に、本発明の中心態様として、積分造影剤体積推定若しくは経時的な造影剤量推定が実行され、実際には複数ステップで実現される。より一般的に、正規化は時間に沿った総体積流量の推定を通して実行される。
まず、総体積流量推定が実行される。主コレクタ内の総体積流量は全流体、血液と造影剤両方の体積流量に関連する。この全流体流量はＤＳＡ画像における主コレクタの規定された、微細区分若しくは断面にわたって推定される。
総体積流量推定について、いくつかの方法が当技術分野で周知である（例えばＪ．Ｗａｅｃｈｔｅｒ，Ｊ．Ｂｒｅｄｎｏ，ＰＭＪ Ｒｏｎｇｅｎ，Ｊ．Ｗｅｅｓｅ，Ｄ．Ｃ．Ｂａｒｒａｔｔ，Ｄ．Ｊ．Ｈａｗｋｅｓ：Ｍｏｄｅｌ‐ｂａｓｅｄ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ ｑｕａｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｆｒｏｍ ｒｏｔａｔｉｏｎａｌ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ；Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｅ Ａｎａｌｙｓｙｓ，ｖｏｌ．１２，ｉｓｓｕｅ ５，ｐａｇｅｓ ５８６‐６０２（Ｏｃｔｏｂｅｒ ２００８）、この開示は本明細書に引用により組み込まれる）。
また、総体積流量は主コレクタ内に局所的に配置される流量計によって推定若しくは決定され得る。
総体積流量推定は絶対的推定であり得るか、又は体積流量は少なくとも乗法因子φまで推定され得る。後者の場合、主コレクタの短縮（ｆｏｒｅｓｈｏｒｔｅｎｉｎｇ）及び直径、すなわち血管構造の幾何学的特性がわかったり若しくは推定される必要はない。
この総体積流量推定は総絶対体積流量ｑＴ（ｔ）若しくは相対総体積流量ｑ'Ｔ（ｔ）のいずれかを提供し、これらは式１に従って互いに関連する。
その後、次のステップとして、投影に見られる主コレクタの同じ微細区分にわたって、及び単位時間サンプルにわたって、造影剤流量が測定される。この値はその後時間ｔにおけるＣ（ｔ）と称される。Ｃ（ｔ）を得るために、注入された造影剤の体積流量が考慮される。注入された造影剤とは、各血管にとどまり大動脈へ戻って漏れていない造影剤の部分、すなわち主コレクタを通って流れる部分のみをあらわす。
最適には、画像収集システムは較正され、そして観察されるコントラスト、すなわち観察される画像コントラストを特定吸収レベルに関連づける定数若しくは乗法因子αをもたらす。定数αは利用される造影剤の性質及びその固有の希釈にも依存し得る。
従って、αを考慮する特定吸収レベルに関連する観察される画像コントラストは、主コレクタへの注入された造影剤の体積流量のその後の決定を可能にする。従って観察される画像コントラストＣ（ｔ）は式２によって決定され得る。
ｑＩ（ｔ）は主コレクタにおける注入された造影剤の体積流量に関連し、一方ｑＩ（ｔ）／ｑＴ（ｔ）の比は造影剤の希釈に関連し、従って画像における観察される吸収レベルに直接関連する。
αはシステム較正と造影剤タイプから決定される。システム較正は単純に規定の物理吸収が規定のグレーレベルに関連し得ることを意味する。これは乗法因子のみによって得られるが、オフセットも介在し得ることが考えられる。こうした較正は既知の吸収ファントム若しくはテストパターンを用いて正確に実行され得る。
Ｃ（ｔ）は観察されるコントラスト、すなわち同等に、注入流量と総流量の比に従って時間において変化するバックグラウンド除去したＤＳＡ画像において観察されるグレーレベル値である。例えば、総流量が注入流量に対して１０倍に突然増大する場合、観察されるコントラストは単純に１／１０に減少する。従って、比率は血液中の造影剤の希釈係数である。
その後、心筋における注入された造影剤の量が、注入開始時間ｔ０から現在時間ｔまで、造影剤体積積分によって経時的に決定される。シーケンス全体にわたって正規化する必要があるので、経時的な推定は特に重要である。
体積及び従って量は、乗算項に至るまで得られるので、Ｑ'Ｉ（ｔ）若しくは絶対値ＱＩ（ｔ）をもたらす。各々の決定は式３ａ若しくは３ｂのいずれかを利用している。
造影剤体積積分情報及び従って注入された造影剤の量を得た後、データ正規化プロセスが実行される。ここで、量ＱＩ（ｔ）若しくはＱ'Ｉ（ｔ）が時間ｔにおけるＤＳＡ画像情報に対応する現在の画像データＤ（ｔ）を正規化するために利用され得る。
例えばステント留置前シナリオをステント留置後シナリオと比較するため、二つのデータセットＤ１（ｔ）及びＤ２（ｔ）の間での相対的正規化が、式４Ａ及び４Ｂによって達成され、そして比較可能な画像情報を得る。
比較のための一致した相対的正規化は同じ患者を考慮するときは十分であり得る。
異なる患者を考慮して比較するために、若しくは実際の定量化のためには、式５に従って絶対的正規化が必要であり得る。
実際には、Ｄ（ｔ）は典型的にはかん流評価のために使用され得るピーク混濁形成（ＰＯＰ）をあらわすことが多い。全てのピクセルｘにおいて、考慮されるサンプル時間ｔにわたってコントラストが推定される。例えば、心臓応用において、典型的には所与の心臓フェーズについて毎心拍１サンプルを規定し、一方神経応用においては、サンプリングレートが規定され特に実際のフレームレートに対応し得る。これはコントラスト画像シーケンスＣ（ｘ，ｔ）を規定し、ピーク混濁形成画像が式６に従って規定される。
ここで、正規化スキームは、主コレクタレベルにおいてのみ規定されるのでピクセル独立であると見なされ得る正規化因子を、式７を利用することによってこの最大計算へ組み込むことから成ると見なされ得る。
ピーク混濁形成指標はかん流を評価するための唯一の手段ではなく、同じような推論が一般にかん流正規化に適用され得る。
その後の可視化、比較若しくは定量化は、通常の定量化若しくは比較手段、例えば対照比較カラーベースブラッシュ表現（ｓｉｄｅ ｂｙ ｓｉｄｅ ｃｏｌｏｕｒ ｂａｓｅｄ ｂｌｕｓｈ ｒｅｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎ）を利用することによって実行され得る。絶対的正規化の場合、正確な注入条件に関係なく、絶対的定量化数字／値が計算され、表示され得る。
本発明はかん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法、装置、コンピュータ可読媒体、プログラム要素、処理装置、及び装置を操作するための方法に関連して記載される特徴によって記載される。しかしながら、特徴は専ら特定カテゴリのみに関連するものとはみなされず、相互に交換可能であり、実にかん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法、装置、コンピュータ可読媒体、プログラム要素、処理装置及び装置を操作するための方法の各カテゴリの各々において利用され得ることが理解されるものとする。
ここで図１を参照すると、心筋の血管構造の略図が描かれる。
図１は心筋２の略図を示す。大動脈４が描かれ、ここから右冠動脈６及び左冠動脈８がのびる。各冠動脈６，８は大動脈４から各冠動脈６，８への入り口において冠動脈口９を持つ。左冠動脈８はその後回旋動脈８ａと左前下行枝８ｂに分かれる。
各冠動脈口９及び各々の第１分岐５の間の各冠動脈６，８の区分は、主冠動脈コレクタ７と称され得る。この冠動脈コレクタ７から、小さな規定区分若しくは断面のみが、本発明にかかる方法、特に総体積流量推定のために利用される。
血管造影術中、造影剤は特定時間において冠動脈６，８の一方にしか注入されないので、通常は冠動脈６，８の一方のみがどの時点においても撮像される。ＤＳＡプロセス後、ＤＳＡプロセスは非関連情報、例えば心筋組織及び大動脈が画像から除去されることを確実にするはずなので、各冠動脈６，８の血管構造のみがかん流画像に残る。
ここで図２ａ乃至ｄを参照すると、冠動脈かん流画像の実施形態例が描かれる。これらの図面は所与の心臓フェーズについてのピーク混濁形成（ＰＯＰ）可視化に対応する。
図２ａ乃至ｄは正規化手順を利用しないときの問題を例証する。
図２ａ，ｂに関して、両図面は実質的に同じ現在の場合、さらに場合によっては同一の画像データをあらわすが、図２ａ及び２ｂは異なるスケーリング若しくは異なる基準ピーク混濁形成値で描かれ、そのため同一の解剖学的状況の実質的に異なる描写をもたらしている。実際、撮像された左冠動脈８は図２ａ，ｂにおいて同じ程度まで描かれていない。従って、正規化なしでは、図２ａと２ｂの間で意味ある比較は実現不可能である。
図２ｃと２ｄに関して、図２ｃはステント留置前かん流シナリオを示すが、図２ｄはそれぞれの関連するステント留置後シナリオを示している。
基準値若しくはスケーリングが図２ｃと２ｄに関して手動で調節されている可能性があり、そしてステント留置前後の解剖学的状況の意味ある比較を可能にする。
本発明にかかる正規化法を利用することによって、スケーリングの手動調節はもはや必要ない。むしろ、直接比較可能な画像情報若しくは心臓かん流画像データが得られる。例示的に、図２ａ乃至２ｄは左冠動脈のシナリオを示す。
ここで図３を参照すると、本発明にかかる心臓かん流比較及び定量化のための動的正規化のための方法の一実施形態例が描かれる。
かん流比較及び定量化のための動的正規化のための中心的方法１０が図３に描かれ、次のステップに組み込まれている。
前述の通り、制御された収集２２及び造影剤の制御された注入２４の両方が意味ある入力データ若しくは冠動脈造影データの収集を可能にする。
オプションの注入先端追跡２８及び主コレクタ追跡３０の両方が、その後の造影剤積分のステップ２０を可能にする。特に、主コレクタ追跡３０は体積流量が推定され、時間に関して追跡される位置の決定とモニタリングを促進する。
その後の心臓ＤＳＡプロセス３２は最終的にかん流画像情報を得ることを可能にする。
本発明にかかる方法１０は造影剤体積積分ステップ２０及びその後のデータ正規化ステップ３４を有し、かん流画像情報の比較若しくはさらに定量化を可能にする意味ある画像情報をもたらす。
造影剤体積積分のステップ２０は主コレクタにおける総体積流量を決定若しくは推定する個別サブステップ２０ａを有する。さらに、造影剤流量測定２０ｂが実行され、そしてその後の時間積分２１のために必要な全パラメータを提供する。
較正ステップ２０ｃは相対的正規化Ｑ'Ｉ（ｔ）を推定するために必要である。しかしながら、絶対的正規化ＱＩ（ｔ）を決定するためには、較正からのαと絶対総体積流量ｑＴ（ｔ）の両方が必要である。絶対的正規化ＱＩ（ｔ）を得るために、３Ｄ血管形状と収集配置（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｇｅｏｍｅｔｒｙ）、すなわち３Ｄでの血管についての知識とこの血管が２Ｄ平面上に投影される方法が、同様に必要である。これらの値なしでは、ｑ'Ｔ（ｔ）のみが推定され、従ってＱ'Ｉ（ｔ）のみが推定され得る。
血管形状はインターベンション前若しくは前後に３Ｄデータ収集から、及び３Ｄでの血管セグメンテーションから得られる。収集配置はシステムから取得され得る。加えて、ＤＳＡにおいて観察されるコンラストを絶対的な方法で分析するために、考慮される２Ｄ投影に３Ｄデータをレジストレーションすることが必要であり得る。典型的な実施例は空間で傾斜され、ある程度の短縮で血管造影画像に投影される血管セグメントである。３Ｄ血管形状は血管の直径及び空間におけるその傾斜角度を提供する。その後この血管セグメントはまさに供給点（すなわち主コレクタ）であると考えられる。血管造影図と正確にレジストレーションされる場合、この血管造影図において観察される主コレクタは３Ｄ血管セグメントに関連づけられ得る。２Ｄ収集配置がわかると、３Ｄと２Ｄの間の短縮比率が推測され得る。
ここで、短縮はより多くの造影剤が傾斜した血管を通るＸ線ビームによって横断されるのでより多くの吸収を作り出し、血管セグメントの観察される長さは３Ｄの実際の血管長さとは対照的に２Ｄ投影において削減されるので、２Ｄにおける観察される体積流量を３Ｄにおける実際の体積流量に変換するためにいくらかの補正が含まれるべきである。典型的には、単純に短縮比率β、３Ｄ血管セグメントと２Ｄ画像面の間の角度の余弦の逆数が、こうした補正のために十分であり得る。実際、観察される長さは実際の３Ｄ長さを得るためにβを乗じ、これは２Ｄにおける推定流速も３Ｄにおける対応速度を得るためにβを乗じるべきであることを意味する。同様の推論が典型的には観察される血管区分についても当てはまる。
観察される２Ｄ及び３Ｄ血管区分の間にも近似のβ因子がある。しかしながら、３Ｄが利用可能であるとき、体積流量は３Ｄにおける推定速度、つまり２Ｄにおいて推定される速度のβ倍に、実際の３Ｄ断面積を乗じたものから直接決定され得る。
言い換えれば、絶対総血液体積流量若しくは絶対的正規化を得るために、３Ｄ血管形状の決定、２Ｄ収集配置の決定及びその間の関係の決定に関連する、構成ステップ２０ｃ（αについて）及びステップ２０ｄ（φについて）の両方が必要である。従って、ステップ２０ｃの出力はαであるとみなされ、一方ステップ２０ｄの出力はφであると見なされ得る。
ここで図４を参照すると、かん流比較及び定量化のための画像データの動的正規化、特に心臓かん流イメージングのための例示的なｘ線画像装置が描かれる。
図４はかん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための装置４２を有するｘ線画像システム４０を示す。
Ｘ線画像システム４０は例示的にｘ線源４６とｘ線検出器４４を持つ天井取り付けＣアーム４１を有する。オブジェクト４８は支持台５０上に位置し、ｘ線源から発してオブジェクト４８を貫通しその後オブジェクト４８の内部構造のｘ線画像の収集のためにｘ線検出器４４に達するｘ線放射５１の経路内に配置可能である。
冠動脈造影図及びその後心筋かん流画像データを得るために、ＰＣＩ手順中に造影剤を適用するため、注入カテーテルシステム５３が概略的にのみ描かれる。
装置４２は正規化のために事前に収集される血管造影画像データを利用し得るか、若しくはｘ線システム４０からライブ収集されるｘ線画像情報を利用し得る。
装置４２は図３に描かれる方法、特に心臓ＤＳＡプロセス３２、付随ステップ２０ａ，ｂ，ｃ，２１の一部若しくは全部を伴う造影剤体積積分２０、及びデータ正規化３４の特定のいずれかのステップを実行するように構成される。
可視化、比較若しくは定量化のために、画像情報は可視化要素５５を用いてユーザに表示され得る。例えばステント留置前後画像データの対照比較が可視化要素５５を用いて実行され得る。
装置４２は正規化かん流画像情報から得られる絶対的定量化データもユーザに提供し得る。
２ 心筋
４ 大動脈
５ 分岐
６ 右冠動脈
７ 主コレクタ
８ 左冠動脈
８ａ 回旋動脈
８ｂ 左前下行枝
９ 冠動脈口
１０ かん流比較及び定量化のための動的正規化のための方法
２０ ステップ：造影剤体積積分
２０ａ ステップ：体積流量推定
２０ｂ ステップ：造影剤測定
２０ｃ ステップ：較正
２０ｄ ステップ：３Ｄ血管形状／２Ｄ収集配置の決定
２１ ステップ：時間積分
２２ ステップ：制御された収集
２４ ステップ：制御された注入
２６ ステップ：入力データ収集
２８ ステップ：注入先端追跡
３０ ステップ：主コレクタ追跡
３２ ステップ：心臓ＤＳＡプロセス
３４ ステップ：データ正規化
３６ ステップ：定量化若しくは比較
４０ ｘ線システム
４１ Ｃアーム
４２ 装置
４４ ｘ線検出器
４６ ｘ線源
４８ オブジェクト
５０ 支持台
５１ Ｘ線放射
５３ 注入カテーテル
５５ 可視化要素
４ 大動脈
５ 分岐
６ 右冠動脈
７ 主コレクタ
８ 左冠動脈
８ａ 回旋動脈
８ｂ 左前下行枝
９ 冠動脈口
１０ かん流比較及び定量化のための動的正規化のための方法
２０ ステップ：造影剤体積積分
２０ａ ステップ：体積流量推定
２０ｂ ステップ：造影剤測定
２０ｃ ステップ：較正
２０ｄ ステップ：３Ｄ血管形状／２Ｄ収集配置の決定
２１ ステップ：時間積分
２２ ステップ：制御された収集
２４ ステップ：制御された注入
２６ ステップ：入力データ収集
２８ ステップ：注入先端追跡
３０ ステップ：主コレクタ追跡
３２ ステップ：心臓ＤＳＡプロセス
３４ ステップ：データ正規化
３６ ステップ：定量化若しくは比較
４０ ｘ線システム
４１ Ｃアーム
４２ 装置
４４ ｘ線検出器
４６ ｘ線源
４８ オブジェクト
５０ 支持台
５１ Ｘ線放射
５３ 注入カテーテル
５５ 可視化要素
Claims (15)
- かん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための装置であって、かん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法を実行する処理要素を有し、
前記処理要素は血管内の総体積流量若しくは造影剤の量を決定し、
前記処理要素は前記決定された血管内の総体積流量若しくは造影剤の量に基づいてかん流データを正規化する、
装置。 - 可視化要素をさらに有し、
前記可視化要素が第１の画像収集の第１の正規化かん流ｘ線画像データ及び第２の画像収集の第２の正規化かん流ｘ線画像データの少なくとも一つをユーザへ視覚的に提供する、
請求項１に記載の装置。 - ｘ線源と、
ｘ線検出器とをさらに有し、
オブジェクトが前記ｘ線源と前記ｘ線検出器の間に配置可能であり、
前記ｘ線源と前記ｘ線検出器が、前記オブジェクトの関心領域のｘ線画像データ、特にかん流ｘ線画像データの収集のために動作可能なように結合される、
請求項１又は２に記載の装置。 - かん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法であって、
血管内の造影剤の量を決定するステップと、
前記決定された血管内の造影剤の量に基づいてかん流データを正規化するステップと
を有する方法。 - かん流比較及び定量化のためのデータの動的正規化のための方法であって、
血管内の総体積流量を決定するステップと、
前記決定された血管内の総体積流量に基づいてかん流データを正規化するステップと
を有する方法。 - 前記造影剤の量が前記血管の規定区分を通って流れる造影剤の積分体積を決定することによって決定される、請求項４に記載の方法。
- 前記造影剤の積分体積が前記血管の規定区分を通る総体積流量及び前記血管の規定区分にわたって観察される平均コントラストによって決定される、請求項４乃至６のいずれか一項に記載の方法。
- 前記総体積流量が前記血管の規定区分に配置される流量計及び前記血管の規定区分におけるｘ線画像情報における全流体流量の推定の少なくとも一つによる総体積流量推定によって決定される、請求項５又は７に記載の方法。
- 造影剤の絶対積分体積ＱＩ（ｔ）が次式によって決定され、
ｑＴ（ｔ）が前記血管の規定区分における絶対総体積流量に対応し、
ｑ'Ｔ（ｔ）が前記血管の規定区分における造影剤の相対体積流量に対応し、
Ｃ（ｔ）が前記規定区分にわたって観察される平均コントラストに対応する、
請求項１乃至８のいずれか一項に記載の方法。 - 絶対正規化かん流データＤｎ（ｔ）が次式によって決定され、
請求項１乃至９のいずれか一項に記載の方法。 - 前記血管が特に事前に収集されたｘ線画像データにおける血管の表現であり、及び／又は
前記方法が事前に収集されたｘ線画像データの画像後処理のための方法である、
請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の方法。 - 請求項４乃至１１のいずれか一項に記載の方法を実行するためのコンピュータプログラムが記憶されるコンピュータ可読媒体。
- 実行されるときに、請求項４乃至１１のいずれか一項に記載の方法を実行するために請求項１乃至３のいずれか一項に記載の装置を制御する、プログラム要素。
- 中でコンピュータプログラムが実行される処理装置であって、前記処理装置はかん流ｘ線画像データの正規化のために請求項４乃至１１のいずれか一項に記載の方法を実行するために請求項１乃至３のいずれか一項に記載の装置を制御する、処理装置。
- 請求項４乃至１１のいずれか一項に記載の方法のステップを有する、装置を操作するための方法。
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